流速编码方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统发明专利

流速编码方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统技术领域本申请涉及血流速度测量领域，特别是涉及一种流速编码方法、装置、设备和计算机可读存储介质，以及磁共振成像方法和磁共振成像系统。背景技术在现有的医学超导磁共振成像系统上，通常会通过相位编码序列进行血液流速测量。在使用相位编码序列进行流速测量中的流速编码是指运动质子达到n相位位移时的速度，因此流速编码只能测量出编码到n到n范围内的流速。正确选择流速编码对于流速测量的准确性至关重要。流速编码不能够小于实际峰值流速，否则会产生相位缠绕现象，低估了血液流速。如设定流速编码为100cm/s时，所能测量的质子流速在±100cm/s之间。对实际峰值流速超过±100cm/s的部分，则会被误认为反向血流。但若流速编码设定过高，则敏感性降低，导致慢速血流信号难以与周围组织区分，图像信噪比降低。针对相关技术中在各个期相之间采用固定的流速编码，为了防止相位缠绕，最大速度较大，相对中期而言的早期和后期流速较低，导致早期和后期的流速测量不敏感，从而流速测量误差较大的问题，目前尚未提出有效的解决方案。发明内容在本申请实施例中提供了一种流速编码方法、装置、设备和计算机可读存储介质，以及磁共振成像方法和磁共振成像系统，以至少解决相关技术中采用固定的流速编码导致的流速测量误差大的问题。第一方面，本申请实施例提供了一种测量血流速度的流速编码方法，包括：从成像视野的外部获取受试者的第一心电图信号曲线，以及从所述成像视野的内部获取所述受试者的第二心电图信号曲线；根据所述第一心电图信号曲线和所述第二心电图信号曲线，确定磁流体动力学效应曲线；根据所述磁流体动力学效应曲线，确定所述受试者的血流估计速度曲线；根据所述血流估计速度曲线，确定各个扫描期相的流速编码参数；根据对应的流速编码参数，对所述各个扫描期相进行流速编码。在其中一个实施例中，根据所述第一心电图信号曲线和所述第二心电图信号曲线，确定磁流体动力学效应曲线包括：对所述第二心电图信号曲线和所述第一心电图信号曲线作差，得到所述磁流体动力学效应曲线。在其中一个实施例中，根据所述血流估计速度曲线，确定各个扫描期相的流速编码参数包括：根据所述血流估计速度曲线，确定所述各个扫描期相对应的血流速度范围；根据所述各个扫描期相对应的血流速度范围，确定所述各个扫描期相对应的流速编码参数。在其中一个实施例中，在根据对应的流速编码参数，对所述各个扫描期相进行流速编码之后，所述方法还包括：获取所述各个扫描期相的相位编码序列；根据所述各个扫描期相对应的流速编码参数和相位编码序列，确定所述血流速度。第二方面，本申请实施例提供了一种磁共振成像方法，包括：获取受试者感兴趣区域的血流估计速度曲线，所述感兴趣区域包括血管；根据所述血流估计速度曲线，确定所述感兴趣区域至少两个扫描期相的流速编码参数；根据所述流速编码参数，确定每个扫描期相对应得扫描序列；在每个扫描期相内，对所述感兴趣区域施加与扫描期相对应的扫描序列以获取磁共振信号；重建所述磁共振信号以获取目标图像，所述目标图像能够反映血流速度的度量。在其中一个实施例中，获取受试者感兴趣区域的血流估计速度曲线包括：从成像视野的外部获取受试者的第一心电图信号曲线，以及从所述成像视野的内部获取所述受试者的第二心电图信号曲线；根据所述第一心电图信号曲线和所述第二心电图信号曲线，确定磁流体动力学效应曲线；根据所述磁流体动力学效应曲线，确定所述受试者的血流估计速度曲线。在其中一个实施例中，所述目标图像至少包括至少两个扫描期相的图像，且所述至少两个扫描期相的图像通过不同灰度值反映血流速度的度量。在其中一个实施例中，所述方法还包括：根据每个扫描期相内血流速度的度量，获得血流速度随时间变化的分布曲线；根据所述分布曲线，获取所述血管在至少一个心动周期内的平均血流速率；计算所述感兴趣区域的血管截面积；以及根据所述平均血流速率、所述血管截面积确定瞬时血流量。第三方面，本申请实施例提供了一种磁共振成像系统，包括：具有成像视野的孔腔的磁共振扫描仪；以及被配置为在受试者位于磁共振扫描仪中时操作所述磁共振扫描仪，以通过从受试者感兴趣区域中采集磁共振信号来执行诊断扫描的处理器；其中，所述处理器，还被配置为获取受试者感兴趣区域的血流估计速度曲线，所述感兴趣区域内包括血管；所述处理器，还被配置为根据所述血流估计速度曲线，确定所述感兴趣区域至少两个扫描期相的流速编码参数；所述处理器，还被配置为根据所述流速编码参数，确定每个扫描期相对应得扫描序列；所述处理器，还被配置为在每个扫描期相内，控制所述磁共振扫描仪对所述感兴趣区域施加与扫描期相对应的扫描序列以获取磁共振信号；所述处理器被配置为重建所述磁共振信号以获取目标图像，所述目标图像能够反映血流速度的度量。在其中一个实施例中，所述磁共振成像系统还包括：ECG采集仪器，被配置为在受试者分别位于成像视野的外部、内部时获取第一心电图信号曲线、第二心电图信号曲线，所述血流估计速度曲线通过所述第一心电图信号曲线和第二心电图信号曲线确定。通过本申请实施例提供的一种流速编码方法、装置、设备和计算机可读存储介质，以及磁共振成像方法和磁共振成像系统，采用从成像视野的外部获取受试者的第一心电图信号曲线，以及从成像视野的内部获取受试者的第二心电图信号曲线；根据第一心电图信号曲线和第二心电图信号曲线，确定磁流体动力学效应曲线；根据磁流体动力学效应曲线，确定受试者的血流估计速度曲线；根据血流估计速度曲线，确定各个扫描期相的流速编码参数；根据对应的流速编码参数，对各个扫描期相进行流速编码的方式，解决了采用固定的流速编码导致的流速测量误差大的问题，减小了流速测量误差。附图说明图1是根据本申请实施例的磁共振成像方法的流程图；图2是根据本申请实施例的流速编码方法的流程图；图3是根据本申请实施例的第一心电图信号曲线的示意图；图4是根据本申请实施例的第二心电图信号曲线的示意图；图5是根据本申请实施例的磁流体动力学效应曲线的示意图；图6是根据本申请实施例的磁流体动力学效应曲线与MRI血流估计速度曲线的对比关系的示意图；图7是根据本申请实施例的各个扫描期相对应的最大流速的示意图；图8是根据本申请实施例的第一扫描期相的磁共振图像；图9是根据本申请实施例的第二扫描期相的磁共振图像；图10是根据本申请优选实施例的流速测量方法的流程图；图11是根据本申请优选实施例的测量血流速度的流速编码装置的结构框图；图12是根据本申请实施例的测量血流速度的流速编码设备的硬件结构示意图；图13是根据本申请实施例的磁共振成像设备的硬件结构示意图。具体实施方式为了使本申请的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本申请进行进一步详细说明。应当理解，此处描述的具体实施例仅仅用以解释本申请，并不用于限定本申请。基于本申请中的实例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实例，都属于本申请保护的范围。在本实施例中提供了一种磁共振成像方法，其能够在扫描过程中动态调整各个期相的流速编码。图1是根据本申请实施例的磁共振成像方法的流程图，如图1所示，该流程包括如下步骤：步骤S101,获取受试者感兴趣区域的血流估计速度曲线，感兴趣区域包括血管。步骤S102,根据血流估计速度曲线，确定感兴趣区域至少两个扫描期相的流速编码参数。步骤S103,根据流速编码参数，确定每个扫描期相对应的扫描序列；在每个扫描期相内，对感兴趣区域施加与扫描期相对应的扫描序列以获取磁共振信号。步骤S104,重建磁共振信号以获取目标图像，目标图像能够反映血流速度的度量。在一些实施例中，目标图像是至少包括至少两个扫描期相的图像，且该至少两个扫描期相的图像通过不同灰度值反映血流速度的度量。例如，在一个扫描期相图像中血管区域的灰度值大，表示该扫描期相的血流速度快；在一个扫描期相图像中血管区域的灰度值小，表示该扫描期相的血流速度慢。在一些实施例中，步骤S101中获取受试者感兴趣区域的血流估计速度曲线可以采用下列方式：从成像视野的外部获取受试者的第一心电图信号曲线，以及从成像视野的内部获取受试者的第二心电图信号曲线；根据第一心电图信号曲线和第二心电图信号曲线，确定磁流体动力学效应曲线；根据磁流体动力学效应曲线，确定受试者的血流估计速度曲线。在一些实施例中，根据血流速度的度量还可获得如下信息：根据每个扫描期相内血流速度的度量，获得血流速度随时间变化的分布曲线；根据分布曲线，获取血管在至少一个心动周期内的平均血流速率；计算感兴趣区域的血管截面积；以及根据平均血流速率、血管截面积确定瞬时血流量。示例性地，平均血流速率与血管截面积的乘积即为瞬时血流量。进一步的，将某一心动相位的瞬时流量乘上该心动相位的持续时间，即可得到每搏流量。在本实施例中提供了一种测量血流速度的流速编码方法。图2是根据本申请实施例的测量血流速度的流速编码方法的流程图，如图2所示，该流程包括如下步骤：步骤S201,从成像视野的外部获取受试者的第一心电图信号曲线，以及从成像视野的内部获取受试者的第二心电图信号曲线。步骤S202,根据第一心电图信号曲线和第二心电图信号曲线，确定磁流体动力学效应曲线。步骤S203,根据磁流体动力学效应曲线，确定受试者的血流估计速度曲线。步骤S204,根据血流估计速度曲线，确定各个扫描期相的流速编码参数。步骤S205,根据对应的流速编码参数，对各个扫描期相进行流速编码。当导电流体通过磁场时，在与磁力线和流体流动方向正交的方向上会产生感应电压，这种现象被称为磁流体动力学（MagnetoHydroDynamic，简称为MHD）效应。MHD效应产生的观测电压的大小由流体的流速、流体流过的管道直径和磁场强度决定。血液也是导电流体，因此在磁共振系统的磁场中，血液也会受到磁场的作用而产生MHD效应，即磁共振成像系统成像视野内（磁体内部）得到的心电图信号曲线和在磁共振成像系统成像视野外（磁体外部）得到的心电图信号曲线具有电压差。由于磁共振系统的磁场为定值、受试者的主动脉弓的血管直径也为定值，因此，受试者的血流速度与产生磁流体动力学效应观测到的电压差的大小呈正相关性，根据血液的磁流体动力学效应可以估测出血流速度。在步骤S201中，磁共振成像系统的超导磁体中心的区域磁场均匀性好，可作为磁共振成像的实际范围，即成像视野，其实际为图像区域在频率编码方向和相位编码方向的实际尺寸。本实施例中可以采用心电图（ECG）采集仪器在磁共振系统的成像视野的外部（即磁场外部）获取受试者的第一心电图信号曲线，第一心电图信号曲线如图3所示。采用ECG采集仪器在磁共振系统的成像视野的内部即磁场内部）获取受试者的第二心电图信号曲线，第二心电图信号曲线受到了磁流体动力学效应的影响，第二心电图信号曲线如图4所示。在一些实施方式中，在采集第二心电图信号曲线时，磁共振扫描仪的MR兼容ECG采集仪器采用一对水平放置在受试者胸部的电极。由于磁共振扫描仪的磁力线在磁体中垂直地穿过受试者，因此电极与磁力线正交。在这个方向上，通过主动脉弓的血流方向与磁场线和电极对大致正交。ECG采集仪器的两个电极位于左侧胸骨边界上的第四肋间空间，电极间距约为10cm。采集心电信号的采样率优选为100Hz。止匕外，还可以通过MRI的梯度回波序列获取受试者的第二心电图信号曲线。心电图信号特征记录在磁体外部的心电图与磁体内部的心电图有很大的不同。在磁体外获得的心电图具有清晰的p波、qrs波和t波。然而，在磁体内部获得的心电图在p波、s-t段和t波中都有偏转。在步骤S202中，采用对第二心电图信号曲线和第一心电图信号曲线作差的方式计算磁流体动力学效应曲线，计算磁流体动力学效应曲线的过程也称为提取磁流体动力学信号。图5示出了磁流体动力学效应曲线。图6中示出了磁流体动力学效应曲线（实线）与MRI血流估计速度曲线（虚线）的对比关系。由于MHD效应产生的观测电压的大小由流体的流速V、流体流过的管道直径d和磁场强度B决定，该感应电压U由以下方程式确定：U=|B|*|v|dsin0式中，0是磁力线和流动方向之间的夹角，B和d均为定值，U通过步骤S202计算得出，因此在步骤S203中根据上述方程式就可以计算出血流速度v的大小。在一些实施例中，扫描序列中包括双极梯度序列，当双极梯度场应用于血流流动方向时，相位位移与血流在速度编码方向上的流动速度成正比。自旋质子速度与相位位移关系可表示如下：其中，e指相位位移的相位角，y是指磁旋比，t是指双极性梯度场激励的间隔时间，A是指梯度场的面积，口是指梯度场方向的流速。在步骤S203获得受试者的血流估计速度曲线后，可以根据血流估计速度曲线确定在各个扫描期相内对应的血流速度范围，根据各个扫描期相对应的血流速度范围来确定各个扫描期相对应的流速编码参数，即确定在各个扫描期相内的流速编码的最大流速。如图7所示的柱状图表示在各个扫描期相内采用的流速编码的相对大小。然后通过在各个扫描期相应用这些流速编码参数，获取各个扫描期相的相位编码序列，最后根据各个扫描期相对应的流速编码参数和相位编码序列，确定各个扫描期相内的血流速度。将各个扫描期相内的血流速度按照时间顺序拼接起来，就得到了整个测量过程中的血流速度，最终生成流速动态图像。在一个实施例中，考虑到血流速度对应的像素信号强度代表了相位差或者相位位移，其信号强度可以融入到MR解剖图像中。例如，可以将不同期相内的血流用不同灰度值的的像素表示。在一实施例中，感兴趣区域为心脏，且以主动脉弓的血流检测为例说明。两扫描期相内所施加的扫描序列除了流速编码参数不同，其他参数相同。如图8是根据本申请实施例的第一扫描期相的磁共振图像，图9是根据本申请实施例的第二扫描期相的磁共振图像，每幅图像中的方框区域为血管区域。在第一扫描期相中血管区域的灰度值小，表示该扫描期相的血流速度慢。在第二扫描期相中血管区域的灰度值高，表示该扫描期相的血流速度快。本申请实施例通过对于不同的扫描期相根据血流估计速度曲线使用不同的流速编码参数，提高了梯度场流速敏感度，提高了图像的信噪比，并且基于不同流速编码得到的血流速度值更精确。通过上述的步骤，根据血液的磁流体动力学效应来估计血流估计速度曲线，根据血流估计速度曲线来确定各个扫描期相的流速编码参数，并采用确定的参数对各个扫描期相进行流速编码，实现了按照扫描期相及其对应的血流速度进行流速编码。相对于相关技术中采用固定的流速编码方式而言，采用上述步骤可以实现在血流速度较低的早期期相和后期期相采用流速较低的流速编码，从而提高了对血流速度的敏感程度；在血流速度较高的中期期相采用流速较高的流速编码，从而防止相位缠绕。由此可见，上述步骤解决了相关技术中采用固定的流速编码导致的流速测量误差大的问题，减小了流速测量误差。可选地，在实际测量血流速度之前，通过采集受试者的血液的MHD效应预估出各个扫描期相的血流速度，再动态调整不同期相的流速编码，无需额外采集参考序列来估计血流速度，因而缩短了测量时间。并且，上述方法还能根据每个人的具体情况动态调整，适应性强。下面通过优选实施例对本申请实施例进行描述和说明。图10是根据本申请优选实施例的流速测量方法的流程图，如图10所示，该流程包括如下步骤：步骤S1001,取得成像视野外部第一心电图信号；步骤S1002,取得成像视野内部第二心电图信号；步骤S1003，求差预估MHD效应；步骤S1004,根据MHD效应，预估主动脉弓流速曲线（相当于上述的血流估计速度曲线）；步骤S1005,根据各个期相对应的流速大小，动态调整各个期相流速编码；步骤S1006,重建流程中根据各个期相流速编码，反求出流速；步骤S1007,生成流速动态图像。在一些实施例中，测量流速时，定位层面需要垂直于目标靶血管，速度编码方向需要与血流方向一致，双极性梯度场的方向与血流方向的主轴一致。通过为各个期相设置与目标靶血管相匹配的流速编码(velocityencoding，Venc)，可避免相位混淆。通过流速编码确定所能测量的流速的最大和最小范围。在本实施例中还提供了一种流速编码装置，该装置用于实现上述的流速编码方法。如图11所示，该流速编码装置包括：第一获取模块111，用于从成像视野的外部获取受试者的第一心电图信号曲线；第二获取模块112，用于从成像视野的内部获取受试者的第二心电图信号曲线；第一确定模块113，耦合至第一获取模块111和第二获取模块112，用于根据第一心电图信号曲线和第二心电图信号曲线，确定磁流体动力学效应曲线；第二确定模块114，耦合至第一确定模块113，用于根据磁流体动力学效应曲线，确定受试者的血流估计速度曲线；第三确定模块115，耦合至第二确定模块114，用于根据血流估计速度曲线，确定各个扫描期相的流速编码参数；编码模块116，耦合至第三确定模块115，用于根据对应的流速编码参数，对各个扫描期相进行流速编码。在其中一个实施例中，第一确定模块113用于对第二心电图信号曲线和第一心电图信号曲线作差，得到磁流体动力学效应曲线。在其中一个实施例中，第三确定模块115包括：第一确定单元，用于根据血流估计速度曲线，确定各个扫描期相对应的血流速度范围；第二确定单元，用于根据各个扫描期相对应的血流速度范围，确定各个扫描期相对应的流速编码参数。在其中一个实施例中，第二获取模块112还用于通过MRI的梯度回波序列获取所述受试者的第二心电图信号曲线。在其中一个实施例中，测量血流速度的流速编码装置还包括：第三获取模块，用于获取各个扫描期相的相位编码序列；第四确定模块，用于根据各个扫描期相对应的流速编码参数和相位编码序列，确定血流速度。另外，结合图2描述的本申请实施例的流速编码方法可以由流速编码设备来实现。图12示出了本申请实施例提供的流速编码设备的硬件结构示意图。流速编码设备可以包括处理器121以及存储有计算机程序指令的存储器122。具体地，上述处理器121可以包括中央处理器(CPU)，者特定集成电路(ApplicationSpecificIntegratedCirGuASIC)，或者可以被配置成实施本申请实施例的一个或多个集成电路。存储器122可以包括用于数据或指令的大容量存储器。举例来说而非限制，存储器122可包括硬盘驱动器(HardDiskDrive，HDD)、软盘驱动器、闪存、光盘、磁光盘、磁带或通用串行总线(UniversalSerialBus，USB)驱动器或者两个或更多个以上这些的组合。在合适的情况下，存储器122可包括可移除或不可移除(或固定)的介质。在合适的情况下，存储器122可在数据处理装置的内部或外部。在特定实施例中，存储器122是非易失性固态存储器。在特定实施例中，存储器122包括只读存储器(ROM)。在合适的情况下，该ROM可以是掩模编程的ROM、可编程ROM(PROM)、可擦除PROM(EPROM)、电可擦除PROM(EEPROM)、电可改写ROM(EAROM)或闪存或者两个或更多个以上这些的组合。处理器121通过读取并执行存储器122中存储的计算机程序指令，以实现上述实施例中的任意一种流速编码方法。在一个示例中，流速编码设备还可包括通信接口123和总线120。其中，如图12所示，处理器121、存储器122、通信接口123通过总线120连接并完成相互间的通信。通信接口123，主要用于实现本申请实施例中各模块、装置、单元和/或设备之间的通信。总线120包括硬件、软件或两者，将流速编码设备的部件彼此耦接在一起。举例来说而非限制，总线可包括加速图形端口(AGP)或其他图形总线、增强工业标准架构(EISA)总线、前端总线(FSB)、超传输(HT)互连、工业标准架构(ISA)总线、无限带宽互连、低引脚数(LPC)总线、存储器总线、微信道架构(MCA)总线、外围组件互连(PCI)总线、PCI-Express(PCI-X)总线、串行高级技术附件(SATA)总线、视频电子标准协会局部(VLB)总线或其他合适的总线或者两个或更多个以上这些的组合。在合适的情况下，总线120可包括一个或多个总线。尽管本申请实施例描述和示出了特定的总线，但本申请考虑任何合适的总线或互连。该流速编码设备可以基于获取到的第一心电图信号曲线和第二心电图信号曲线，执行本申请实施例中的流速编码方法，从而实现结合图2描述的流速编码方法。另外，结合上述实施例中的流速编码方法，本申请实施例可提供一种计算机可读存储介质来实现。该计算机可读存储介质上存储有计算机程序指令；该计算机程序指令被处理器执行时实现上述实施例中的任意一种流速编码方法。本实施例还提供了一种磁共振系统，包括扫描仪和计算机，其中计算机包括存储器1325、处理器1322及存储在存储器1325上并可在处理器1322上运行的计算机程序。该磁共振系统的结构示意图如图13所示。扫描仪具有成像视野的孔腔，其通常包括磁共振机架，机架内有主磁体1301，主磁体1301可以是由超导线圈构成，用来产生主磁场，在一些情况下也可以采用永磁体。主磁体1301可以用来产生0.2特斯拉、0.5特斯拉、1.0特斯拉、1.5特斯拉、3.0特斯拉或者更高的主磁场强度。在磁共振成像时，成像对象1350会由患者床1306进行承载，随着床板的移动，将成像对象1350移入主磁场磁场分布较为均匀的区域1305内。通常对于磁共振系统，如图13所示，空间坐标系(即设备的坐标系)的z方向设置为与磁共振系统机架的轴向相同，通常将患者的身长方向与z方向保持一致进行成像，磁共振系统的水平平面设置为xz平面，x方向与z方向垂直，y方向与x和z方向均垂直。在磁共振成像，脉冲控制单元1311控制射频脉冲产生单元1316产生射频脉冲，射频脉冲由放大器放大后，经过开关控制单元1317，最终由体线圈1303或者局部线圈1304发出，对成像对象1350进行射频激发。成像对象1350根据射频激发，会由共振产生相应的射频信号。在接收成像对象1350根据激发产生的射频信号时，可以是由体线圈1303或者局部线圈1304进行接收，射频接收链路可以有很多条，射频信号发送到射频接收单元1318后，进一步发送到图像重建单元1321进行图像重建，形成磁共振图像。磁共振扫描仪还包括梯度线圈1302，梯度线圈可以用来在磁共振成像时对射频信号进行空间编码。脉冲控制单元1311控制梯度信号产生单元1312产生梯度信号，梯度信号通常会分为三个相互正交方向的信号：X方向、y方向和z方向，不同方向的梯度信号经过梯度放大器(1313、1314、1315)放大后，由梯度线圈1302发出，在区域1305内产生梯度磁场。脉冲控制单元1311、图像